JP2007117723A - Optical coherent tomography system - Google Patents

Optical coherent tomography system Download PDF

Info

Publication number
JP2007117723A
JP2007117723A JP2006255357A JP2006255357A JP2007117723A JP 2007117723 A JP2007117723 A JP 2007117723A JP 2006255357 A JP2006255357 A JP 2006255357A JP 2006255357 A JP2006255357 A JP 2006255357A JP 2007117723 A JP2007117723 A JP 2007117723A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
light
measurement
wavelength
interference
optical
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
JP2006255357A
Other languages
Japanese (ja)
Other versions
JP4907279B2 (en
Inventor
Karin Kuroiwa
果林 黒岩
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fujifilm Corp filed Critical Fujifilm Corp
Priority to JP2006255357A priority Critical patent/JP4907279B2/en
Publication of JP2007117723A publication Critical patent/JP2007117723A/en
Application granted granted Critical
Publication of JP4907279B2 publication Critical patent/JP4907279B2/en
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Landscapes

  • Endoscopes (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By Optical Means (AREA)

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To achieve an optical coherence tomography measurement in which an efficient adjustment of the measurement start position can be made in obtaining tomographic images of a subject by analyzing the frequency of the interference light produced when the subject to be measured is irradiated with light whose wavelength is swept in a regular cycle. <P>SOLUTION: In this optical tomography system, a controlling means 70 has the function of switching between a measurement starting position adjusting mode for adjusting the measurement starting position in which the system starts obtaining tomographic images of a subject in a depth direction and an image obtaining mode for obtaining the tomographic images of the subject. The controlling means 70 controls a light source unit 10 or an interference light detecting means 40 so that the wavelength resolution can be higher in the mode for adjusting the measurement starting position than in the mode for obtaining the images. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、ＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）計測による光断層画像を取得する光断層画像化装置に関するものである。   The present invention relates to an optical tomographic imaging apparatus that acquires an optical tomographic image by OCT (Optical Coherence Tomography) measurement.

従来、体腔内の断層画像を取得する装置として超音波を用いた超音波断層画像取得装置等が知られているが、その他に低コヒーレンス光による光干渉を用いた光断層画像取得装置を用いることが提案されている（たとえば特許文献１参照）。特許文献１においては、ＴＤ−ＯＣＴ（Ｔｉｍｅ Ｄｏｍａｉｎ ＯＣＴ）計測により断層画像を取得するものであって、内視鏡の鉗子口から鉗子チャンネルを介して体腔内にプローブを挿入することにより測定光が体腔内に導波されるようになっている。   Conventionally, an ultrasonic tomographic image acquisition device using ultrasonic waves is known as a device for acquiring a tomographic image in a body cavity, but in addition, an optical tomographic image acquisition device using optical interference by low coherence light is used. Has been proposed (see, for example, Patent Document 1). In Patent Document 1, a tomographic image is acquired by TD-OCT (Time Domain OCT) measurement, and measurement light is generated by inserting a probe into a body cavity from a forceps port of an endoscope through a forceps channel. It is guided in the body cavity.

具体的には、光源から射出された低コヒーレンス光が測定光と参照光とに分割された後、測定光は測定対象に照射され、測定対象からの反射光が合波手段に導波される。一方、参照光は光路長の変更が施された後に合波手段に導波される。そして、合波手段により反射光と参照光とが合波され、合波されたことによる干渉光がヘテロダイン検波等により測定される。ここで、ＴＤ−ＯＣＴ計測は測定光と参照光との光路長が略一致したときに干渉光が検出されることを利用した計測方法であり、参照光の光路長を変更することにより、測定対象に対する測定位置（測定深さ）が変更されるようになっている。   Specifically, after the low-coherence light emitted from the light source is divided into the measurement light and the reference light, the measurement light is irradiated onto the measurement object, and the reflected light from the measurement object is guided to the multiplexing means. . On the other hand, the reference light is guided to the multiplexing means after the optical path length is changed. Then, the reflected light and the reference light are combined by the combining means, and the interference light resulting from the combination is measured by heterodyne detection or the like. Here, TD-OCT measurement is a measurement method that utilizes the fact that interference light is detected when the optical path lengths of the measurement light and the reference light substantially coincide with each other, and the measurement is performed by changing the optical path length of the reference light. The measurement position (measurement depth) with respect to the object is changed.

体腔内にプローブを挿入してＯＣＴ計測を行う場合、プローブを使用後に消毒・洗浄等する必要があるため、プローブは光断層画像化装置の本体に対し着脱可能に設けられている。つまり、光断層画像化装置に用いられるプローブは複数用意されており、測定毎にプローブを付け替えることができるようになっている。このとき各プローブには光ファイバの長さに製造誤差等による個体差があり、測定光側の光路長がプローブを替える度に変化してしまうという問題がある。そこで、特許文献１においては、プローブ内の光ファイバを被覆するチューブ（シース）の内壁面からの反射光を利用し参照光の光路長の調整して測定光と参照光との光路長を略一致させるようになっている。   When performing OCT measurement by inserting a probe into a body cavity, it is necessary to disinfect and clean the probe after use, so that the probe is detachable from the main body of the optical tomographic imaging apparatus. That is, a plurality of probes used in the optical tomographic imaging apparatus are prepared, and the probes can be replaced for each measurement. At this time, each probe has an individual difference due to a manufacturing error or the like in the length of the optical fiber, and there is a problem that the optical path length on the measurement light side changes every time the probe is changed. Therefore, in Patent Document 1, the optical path length of the measurement light and the reference light is reduced by adjusting the optical path length of the reference light using the reflected light from the inner wall surface of the tube (sheath) covering the optical fiber in the probe. It is supposed to match.

ところで、上述したような参照光の光路長の変更を行うことなく高速に断層画像を取得する方法として、光源から射出される光の周波数を時間的に変化させながら干渉光の検出を行うＳＳ−ＯＣＴ（Swept source OCT）装置が提案されている。ＳＳ−ＯＣＴ装置は、マイケルソン型干渉計を用いて光路長の変更を行わずに光源から射出される光の周波数を掃引し反射光と参照光との干渉させ、インターフェログラム干渉強度信号を得る。そして、光周波数領域のインターフェログラム信号をフーリエ変換し断層画像を生成するようになっている。
特開２００３−１７２６９０号公報 米国特許第５５６５９８６号明細書 By the way, as a method for acquiring a tomographic image at a high speed without changing the optical path length of the reference light as described above, the interference light is detected while changing the frequency of the light emitted from the light source with time. An OCT (Swept source OCT) apparatus has been proposed. The SS-OCT apparatus uses a Michelson interferometer to sweep the frequency of the light emitted from the light source without changing the optical path length to cause interference between the reflected light and the reference light, and to generate an interferogram interference intensity signal. obtain. A tomographic image is generated by Fourier transforming the interferogram signal in the optical frequency domain.
JP 2003-172690 A US Pat. No. 5,565,986

このように、ＳＳ−ＯＣＴ計測においては周波数解析を行うことにより各深さ方向における反射情報を得ることができるため、測定光と参照光との光路長を略一致させる必要はない。しかし、実際には光路長差が大きくなってしまうと干渉信号の空間周波数が拡大してしまうため、干渉光を検出するＣＣＤ等のフォトダイオードのサンプリング時間の制限等により、検出された干渉信号のＳ／Ｎが劣化してしまうという問題がある。よって、ＳＳ−ＯＣＴ計測においても、測定光と参照光との光路長が略一致するように光路長の調整を行い、測定可能な領域内に測定対象が含まれるように測定開始位置を設定する必要がある。   As described above, in SS-OCT measurement, reflection information in each depth direction can be obtained by performing frequency analysis, and therefore it is not necessary to substantially match the optical path lengths of the measurement light and the reference light. However, in practice, if the optical path length difference increases, the spatial frequency of the interference signal increases, so that the interference signal detected by the detection time of a photodiode such as a CCD that detects the interference light is limited. There is a problem that S / N deteriorates. Therefore, also in SS-OCT measurement, the optical path length is adjusted so that the optical path lengths of the measurement light and the reference light substantially match, and the measurement start position is set so that the measurement target is included in the measurable region. There is a need.

ここで、ＳＳ−ＯＣＴ計測により断層画像の取得が可能な測定可能範囲（測定深度）は光源の単位時間当たりの波長変動幅に反比例し、断層画像を取得する際の光軸方向の分解能は波長変動幅が大きいほど高くなる。このため、所定時間内で、高分解能な断層画像を取得する場合には測定可能範囲（測定深度）は狭いものとなる。したがって、高分解能な断層画像を取得するＳＳ−ＯＣＴ装置において、測定開始位置を調整するために断層画像を取得する際、測定可能範囲（測定深度）が狭く測定光と参照光の光路長差を測定範囲内に追い込むのに手間がかかってしまうという問題がある。同様に、例えば胃壁などの層構成を観察したいような場合にも、所望の測定可能範囲(測定深度)により断層画像を取得することができないという問題もある。   Here, the measurable range (measurement depth) in which tomographic images can be acquired by SS-OCT measurement is inversely proportional to the wavelength fluctuation width per unit time of the light source, and the resolution in the optical axis direction when acquiring tomographic images is the wavelength. The higher the fluctuation range, the higher. For this reason, when a high-resolution tomographic image is acquired within a predetermined time, the measurable range (measurement depth) is narrow. Therefore, in an SS-OCT apparatus that acquires a high-resolution tomographic image, when acquiring a tomographic image in order to adjust the measurement start position, the measurable range (measurement depth) is narrow, and the optical path length difference between the measurement light and the reference light is calculated. There is a problem that it takes time and effort to drive into the measurement range. Similarly, for example, when it is desired to observe a layer configuration such as a stomach wall, there is a problem that a tomographic image cannot be acquired within a desired measurable range (measurement depth).

そこで、本発明は、波長を一定周期で掃引させながら測定対象に測定光を照射し、そのときの干渉光の周波数解析を行うことにより光断層情報を取得する光断層画像化装置において、使用目的に応じて測定可能範囲（測定深度）を切り換えることができる、利便性が向上した光断層画像化装置を提供することを目的とする。   Therefore, the present invention provides an optical tomographic imaging apparatus that obtains optical tomographic information by irradiating a measurement target with measurement light while sweeping the wavelength at a constant period and performing frequency analysis of interference light at that time. It is an object of the present invention to provide an optical tomographic imaging apparatus capable of switching the measurable range (measurement depth) according to the above and having improved convenience.

本発明の光断層画像化装置は、波長を一定の周期で掃引させながら光を射出する光源ユニットと、
該光源ユニットから射出された前記光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、
前記光分割手段により分割された前記測定光が前記測定対象に照射されたときの該測定対象からの前記反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、
該合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光検出手段と、
該干渉光検出手段により検出された前記干渉光を周波数解析することにより前記測定対象の断層情報を取得する断層情報取得手段とを有する光断層画像化装置において、
第1の波長分解能で前記干渉光を検出する第1検出モードと、前記第１の波長分解能よりも高い波長分解能である第２の波長分解能で前記干渉光を検出する第２検出モードとを切り替える検出モード制御手段を備えていることを特徴とするものである。 An optical tomographic imaging apparatus of the present invention includes a light source unit that emits light while sweeping a wavelength at a constant period;
Light splitting means for splitting the light emitted from the light source unit into measurement light and reference light;
Multiplexing means for multiplexing the reflected light and the reference light from the measurement object when the measurement light divided by the light dividing means is irradiated on the measurement object;
Interference light detection means for detecting interference light between the reflected light and the reference light multiplexed by the multiplexing means;
In an optical tomographic imaging apparatus having tomographic information acquisition means for acquiring tomographic information of the measurement object by performing frequency analysis on the interference light detected by the interference light detection means,
Switching between a first detection mode for detecting the interference light with a first wavelength resolution and a second detection mode for detecting the interference light with a second wavelength resolution higher than the first wavelength resolution. It has a detection mode control means.

なお、波長は周波数の逆数であるため、「第1の波長分解能で前記干渉光を検出する第1検出モードと、前記第１の波長分解能よりも高い波長分解能である第２の波長分解能で前記干渉光を検出する第２検出モード」とは、「第1の周波数分解能で前記干渉光を検出する第1検出モードと、前記第１の周波数分解能よりも高い周波数分解能である第２の波長分解能で前記干渉光を検出する第２検出モード」と言い変えることもできる。また同様に光源ユニットは、周波数を一定の周期で掃引させながら光を射出する光源ユニットと言い変えることもできる。   Since the wavelength is the reciprocal of the frequency, “the first detection mode that detects the interference light with the first wavelength resolution and the second wavelength resolution that is higher than the first wavelength resolution” The “second detection mode for detecting the interference light” means “the first detection mode for detecting the interference light with the first frequency resolution and the second wavelength resolution that is higher in frequency resolution than the first frequency resolution”. In other words, the second detection mode in which the interference light is detected. Similarly, the light source unit can be rephrased as a light source unit that emits light while sweeping the frequency at a constant period.

さらに、「測定光が測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光」とは、測定対象において反射した光あるいは測定対象において散乱された光を意味するものである。   Further, “reflected light from the measurement object when the measurement light is irradiated onto the measurement object” means light reflected from the measurement object or scattered light from the measurement object.

また、検出モード制御手段は、波長を掃引させたときの光の単位時間当たりの波長変動幅が第１検出モード時よりも第２検出モード時の方が小さくなるように、光源ユニットを制御して、波長分解能を高くするものであってもよい。なお、光源ユニットは、波長（周波数）を一定の周期で掃引させながら光を射出するものであればその構成を問わず、たとえば種々の波長可変レーザ装置を用いることができる。   The detection mode control means controls the light source unit so that the wavelength fluctuation width per unit time of the light when the wavelength is swept is smaller in the second detection mode than in the first detection mode. Thus, the wavelength resolution may be increased. The light source unit can use various wavelength variable laser devices, for example, as long as the light source unit emits light while sweeping the wavelength (frequency) at a constant period.

一方、検出モード制御手段は、干渉光を検出する際のサンプリング周波数が第１検出モード時よりも第２検出モード時の方が高くなるように干渉光検出手段を制御して、波長分解能を高くするものであってもよい。   On the other hand, the detection mode control means controls the interference light detection means so that the sampling frequency when detecting the interference light is higher in the second detection mode than in the first detection mode, thereby increasing the wavelength resolution. You may do.

前記第1検出モードが、前記測定対象の断層画像を取得する画像取得モードであり、前記第２検出モードが、前記測定対象の深さ方向について断層画像信号を得る位置を調整する測定開始位置調整モードであってもよい。   The first detection mode is an image acquisition mode for acquiring a tomographic image of the measurement object, and the second detection mode is a measurement start position adjustment for adjusting a position for obtaining a tomographic image signal in the depth direction of the measurement object It may be a mode.

前記測定光または前記参照光の光路長を調整する光路長調整手段を備えていてもよい。   You may provide the optical path length adjustment means which adjusts the optical path length of the said measurement light or the said reference light.

波長を一定の周期で掃引させながら光を射出する光源ユニットと、該光源ユニットから射出された前記光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、前記光分割手段により分割された前記測定光が前記測定対象に照射されたときの該測定対象からの前記反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、該合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光検出手段と、該干渉光検出手段により検出された前記干渉光を周波数解析することにより前記測定対象の断層情報を取得する断層情報取得手段とを有する光断層画像化装置において、測定可能範囲(測定深度)は、干渉光を検出する際の波長分解能が高ければ大きく、波長分解能が低ければ小さくなるので、第1の波長分解能で前記干渉光を検出する第1検出モードと、前記第１の波長分解能よりも高い波長分解能である第２の波長分解能で前記干渉光を検出する第２検出モードとを切り換え可能に構成されることにより、使用者は使用目的に応じて測定可能範囲（測定深度）を切り換えることができ、光断層画像化装置の利便性が向上する。   A light source unit that emits light while sweeping the wavelength at a constant period; a light dividing unit that divides the light emitted from the light source unit into measurement light and reference light; and the light divided by the light dividing unit Multiplexing means for multiplexing the reflected light from the measurement object and the reference light when the measurement light is irradiated to the measurement object, and the reflected light and the reference light combined by the multiplexing means Optical tomographic image having interference light detecting means for detecting interference light with the tomographic information, and tomographic information acquiring means for acquiring tomographic information of the measurement object by performing frequency analysis on the interference light detected by the interference light detecting means In the measurement apparatus, the measurable range (measurement depth) is large when the wavelength resolution when detecting the interference light is high, and is small when the wavelength resolution is low. Detection mode And a second detection mode in which the interference light is detected with a second wavelength resolution that is higher than the first wavelength resolution, so that the user can change the mode according to the purpose of use. The measurable range (measurement depth) can be switched, and the convenience of the optical tomographic imaging apparatus is improved.

また、波長を掃引させたときの光の単位時間当たりの波長変動幅が第１検出モード時よりも第２検出モード時の方が小さくなるように、光源ユニットを制御して、第２検出モード時の波長分解能を高くするものであれば、容易に測定可能範囲（測定深度）を切り換えることができる。   Further, the light source unit is controlled so that the wavelength fluctuation width per unit time of the light when the wavelength is swept is smaller in the second detection mode than in the first detection mode, and the second detection mode is controlled. If the wavelength resolution at the time is increased, the measurable range (measurement depth) can be easily switched.

干渉光を検出する際のサンプリング周波数が第１検出モード時よりも第２検出モード時の方が高くなるように干渉光検出手段を制御して、第２検出モード時の波長分解能を高くするものであれば、断層画像を取得するための取得時間を増加させることなく、測定可能範囲（測定深度）を切り換えることができる。   The interference light detection means is controlled to increase the wavelength resolution in the second detection mode so that the sampling frequency for detecting the interference light is higher in the second detection mode than in the first detection mode. Then, the measurable range (measurement depth) can be switched without increasing the acquisition time for acquiring the tomographic image.

前記第1検出モードが、前記測定対象の断層画像を取得する画像取得モードであり、前記第２検出モードが前記測定対象の深さ方向について断層画像信号を得る位置を調整する測定開始位置調整モードであれば、測定開始位置調整モード時には波長分解能を高くして測定可能範囲（測定深度）を広げ測定対象を発見しやすくすることができるため、測定開始位置調整モード時に測定対象が断層画像として取得されやすくなり、効率的に測定開始位置の調整を行うことができる。   The first detection mode is an image acquisition mode for acquiring a tomographic image of the measurement target, and the second detection mode is a measurement start position adjustment mode for adjusting a position at which a tomographic image signal is obtained in the depth direction of the measurement target. If this is the case, the measurement target is acquired as a tomographic image in the measurement start position adjustment mode because the wavelength resolution can be increased in the measurement start position adjustment mode to increase the measurable range (measurement depth) and make it easier to find the measurement target. The measurement start position can be adjusted efficiently.

以下、図面を参照して本発明の光断層画像化装置の実施の形態を詳細に説明する。図１は本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す模式図である。光断層画像化装置１は、たとえば体腔内の生体組織や細胞等の測定対象の断層画像をＳＳ−ＯＣＴ計測により取得するものであって、レーザ光Ｌを射出する光源ユニット１０と、光源ユニット１０から射出されたレーザ光Ｌを測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割する光分割手段３と、光分割手段３により分割された参照光Ｌ２の光路長を調整する光路長調整手段２０と、光分割手段３により分割された測定光Ｌ１を測定対象Ｓまで導波するプローブ３０と、プローブ３０から測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたときの測定対象からの反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とを合波する合波手段４と、合波手段４により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４を検出する干渉光検出手段４０と、干渉光検出手段４０により検出された干渉光Ｌ４を周波数解析することにより測定対象の各深さ位置における干渉光の強度を検出し測定対象Ｓの断層画像を取得する画像取得手段５０とを有している。   Embodiments of an optical tomographic imaging apparatus according to the present invention will be described below in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic view showing a preferred embodiment of the optical tomographic imaging apparatus of the present invention. The optical tomographic imaging apparatus 1 acquires, for example, a tomographic image of a measurement target such as a living tissue or cell in a body cavity by SS-OCT measurement, and includes a light source unit 10 that emits laser light L, and a light source unit 10. A light splitting means 3 for splitting the laser light L emitted from the light into a measurement light L1 and a reference light L2, an optical path length adjusting means 20 for adjusting the optical path length of the reference light L2 split by the light splitting means 3, and a light A probe 30 that guides the measurement light L1 divided by the dividing means 3 to the measurement target S, and reflected light L3 and reference light L2 from the measurement target when the measurement light S1 is irradiated from the probe 30 to the measurement target S. , The interference light detection means 40 for detecting the interference light L4 between the reflected light L3 and the reference light L2, and the interference light detection means 40 detected by the interference light detection means 40. Interfering light L4 And an image obtaining means 50 for obtaining a tomographic image of the detected measurement target S the intensity of the interference light at each depth position of the measurement object by wavenumber analysis.

光源ユニット１０は、周波数を一定の周期で掃引させながら光Ｌを射出するものであって、たとえばモード同期半導体レーザからなっている。具体的には、光源ユニット１０は、半導体光増幅器（半導体利得媒質）１１と光ファイバＦＢ１０とを有しており、光ファイバＦＢ１０が半導体光増幅器１１の両端に接続された構造を有している。半導体光増幅器１１は駆動電流の注入により微弱な放出光を光ファイバＦＢ１０の一端側に射出するとともに、光ファイバＦＢ１０の他端側から入射された光を増幅する機能を有している。そして、半導体光増幅器１１に駆動電流が供給されたとき、半導体光増幅器１１および光ファイバＦＢ１０により形成される光共振器によりパルス状のレーザ光Ｌが光ファイバＦＢ１へ射出されるようになっている。   The light source unit 10 emits the light L while sweeping the frequency at a constant period, and is composed of, for example, a mode-locked semiconductor laser. Specifically, the light source unit 10 includes a semiconductor optical amplifier (semiconductor gain medium) 11 and an optical fiber FB10, and the optical fiber FB10 is connected to both ends of the semiconductor optical amplifier 11. . The semiconductor optical amplifier 11 has a function of emitting weak emission light to one end side of the optical fiber FB10 by injecting drive current and amplifying light incident from the other end side of the optical fiber FB10. When a driving current is supplied to the semiconductor optical amplifier 11, a pulsed laser beam L is emitted to the optical fiber FB1 by an optical resonator formed by the semiconductor optical amplifier 11 and the optical fiber FB10. .

さらに、光ファイバＦＢ１０には光分岐器１２が結合されており、光ファイバＦＢ１０内を導波する光の一部が光分岐器１２から光ファイバＦＢ１１側へ射出されるようになっている。光ファイバＦＢ１１から射出した光はコリメータレンズ１３、回折格子素子１４、光学系１５を介して回転多面鏡（ポリゴンミラー）１６において反射される。そして反射された光は光学系１５、回折格子素子１４、コリメータレンズ１３を介して再び光ファイバＦＢ１１に入射される。   Further, an optical branching device 12 is coupled to the optical fiber FB10, and a part of the light guided in the optical fiber FB10 is emitted from the optical branching device 12 to the optical fiber FB11 side. The light emitted from the optical fiber FB11 is reflected by a rotary polygon mirror (polygon mirror) 16 through the collimator lens 13, the diffraction grating element 14, and the optical system 15. Then, the reflected light enters the optical fiber FB11 again through the optical system 15, the diffraction grating element 14, and the collimator lens 13.

ここで、この回転多面鏡１６は矢印Ｒ１方向に回転するものであって、各反射面の角度が光学系１５の光軸に対して変化するようになっている。これにより、回折格子素子１４において分光された光のうち、特定の周波数域からなる光のみ再び光ファイバＦＢ１１に戻るようになる。この光ファイバＦＢ１１に戻る光の周波数は光学系１５の光軸と反射面との角度によって決まる。そして光ファイバＦＢ１１に入射した特定の周波数域からなる光が光分岐器１２から光ファイバＦＢ１０に入射され、結果として特定の周波数域からなるレーザ光Ｌが光ファイバＦＢ１側に射出されるようになっている。よって、回転多面鏡１６が矢印Ｒ１方向に等速で回転したとき、図２に示すように、再び光ファイバＦＢ１１に入射される光の波長は一定の周期で掃引することになる。つまり、光源ユニット１０から波長が一定の周期で掃引したレーザ光Ｌが光ファイバＦＢ１側に射出されることになる。   Here, the rotating polygonal mirror 16 rotates in the direction of the arrow R1, and the angle of each reflecting surface changes with respect to the optical axis of the optical system 15. As a result, only the light having a specific frequency region out of the light dispersed in the diffraction grating element 14 is returned to the optical fiber FB11 again. The frequency of light returning to the optical fiber FB11 is determined by the angle between the optical axis of the optical system 15 and the reflecting surface. Then, light having a specific frequency range incident on the optical fiber FB11 is incident on the optical fiber FB10 from the optical splitter 12, and as a result, laser light L having a specific frequency range is emitted to the optical fiber FB1 side. ing. Therefore, when the rotary polygon mirror 16 rotates at a constant speed in the direction of the arrow R1, the wavelength of the light incident on the optical fiber FB11 again is swept at a constant period as shown in FIG. That is, the laser light L having a wavelength swept at a constant period is emitted from the light source unit 10 to the optical fiber FB1 side.

図１の光分割手段３は、たとえば２×２の光ファイバカプラからなっており、光源ユニット１０から光ファイバＦＢ１を介して導波されたレーザ光Ｌを測定光Ｌ１と参照光Ｌ２に分割するようになっている。光分割手段３は、２つの光ファイバＦＢ２、ＦＢ３にそれぞれ光学的に接続されており、測定光Ｌ１は光ファイバＦＢ２側により導波され、参照光Ｌ２は光ファイバＦＢ３側に導波される。なお、図１においては光分割手段３は合波手段４としても機能するものである。   1 comprises, for example, a 2 × 2 optical fiber coupler, and divides the laser light L guided from the light source unit 10 through the optical fiber FB1 into the measurement light L1 and the reference light L2. It is like that. The light splitting means 3 is optically connected to the two optical fibers FB2 and FB3, respectively. The measurement light L1 is guided by the optical fiber FB2 side, and the reference light L2 is guided by the optical fiber FB3 side. In FIG. 1, the light splitting means 3 also functions as the multiplexing means 4.

光ファイバＦＢ２にはプローブ３０が光学的に接続されており、測定光Ｌ１は光ファイバＦＢ２からプローブ３０へ導波されるようになっている。プローブ３０は、たとえば鉗子口から鉗子チャンネルを介して体腔内に挿入されるものであって、光学コネクタＯＣにより光ファイバＦＢ２に対し着脱可能に取り付けられている。   The probe 30 is optically connected to the optical fiber FB2, and the measurement light L1 is guided from the optical fiber FB2 to the probe 30. The probe 30 is inserted into a body cavity from a forceps opening through a forceps channel, for example, and is detachably attached to the optical fiber FB2 by an optical connector OC.

一方、光ファイバＦＢ３における参照光Ｌ２の射出側には光路長調整手段２０が配置されている。光路長調整手段２０は、測定対象Ｓに対する測定開始位置を調整するために、参照光Ｌ２の光路長を変えるものであって、コリメータレンズ２１および反射ミラー２２を有している。そして、光ファイバＦＢ３から射出した参照光Ｌ２はコリメータレンズ２１を透過した後反射ミラー２２により反射され、再びコリメータレンズ２１を介して光ファイバＦＢ３に入射される。   On the other hand, the optical path length adjusting means 20 is disposed on the side of the optical fiber FB3 where the reference light L2 is emitted. The optical path length adjusting unit 20 changes the optical path length of the reference light L2 in order to adjust the measurement start position with respect to the measurement target S, and includes a collimator lens 21 and a reflection mirror 22. The reference light L2 emitted from the optical fiber FB3 passes through the collimator lens 21, is reflected by the reflection mirror 22, and enters the optical fiber FB3 through the collimator lens 21 again.

ここで、反射ミラー２２は可動ステージ２３上に配置されており、可動ステージ２３はミラー移動手段２４により矢印Ａ方向に移動可能に設けられている。そして可動ステージ２３が矢印Ａ方向に移動することにより、参照光Ｌ２の光路長が変更するようになっている。   Here, the reflection mirror 22 is disposed on the movable stage 23, and the movable stage 23 is provided so as to be movable in the direction of arrow A by the mirror moving means 24. When the movable stage 23 moves in the direction of arrow A, the optical path length of the reference light L2 is changed.

合波手段４は、２×２の光ファイバカプラからなり、光路長調整手段２０により周波数シフトおよび光路長の変更が施された参照光Ｌ２と測定対象Ｓからの反射光Ｌ３とを合波し光ファイバＦＢ４を介して干渉光検出手段４０側に射出するようになっている。   The combining means 4 is composed of a 2 × 2 optical fiber coupler, and combines the reference light L2 that has been subjected to frequency shift and optical path length change by the optical path length adjusting means 20 and the reflected light L3 from the measuring object S. The light is emitted to the interference light detection means 40 side through the optical fiber FB4.

干渉光検出手段４０は、合波手段４により合波された反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４を、所定のサンプリング周波数で検出するものであり、干渉光Ｌ４の光強度を測定するIｎGaAｓ系の光検出器４１ａおよび４１ｂと、光検出器４１ａの検出値と光検出器４１ｂの検出値のバランス検波を行なう演算部４２とを備えている。なお、干渉光Ｌ４は、光分割手段３において２分され、光検出器４１ａおよび４１ｂにおいて検出される。   The interference light detection means 40 detects the interference light L4 between the reflected light L3 and the reference light L2 combined by the multiplexing means 4 at a predetermined sampling frequency, and measures the light intensity of the interference light L4. InGaAs-based photodetectors 41a and 41b, and an arithmetic unit 42 that performs balance detection of the detection value of the photodetector 41a and the detection value of the photodetector 41b. The interference light L4 is divided into two by the light dividing means 3 and detected by the photodetectors 41a and 41b.

画像取得手段５０は、干渉光検出手段４０により検出された干渉光Ｌ４をフーリエ変換することにより、測定対象Ｓの各深さ位置における反射光Ｌ３の強度を検出し、測定対象Ｓの断層画像を取得する。そして、この取得された断層画像が表示装置６０に表示される。   The image acquisition means 50 detects the intensity of the reflected light L3 at each depth position of the measurement target S by Fourier transforming the interference light L4 detected by the interference light detection means 40, and obtains a tomographic image of the measurement target S. get. The acquired tomographic image is displayed on the display device 60.

ここで、干渉光検出手段４０および画像取得手段５０における干渉光Ｌ４の検出および画像の生成について簡単に説明する。なお、詳細については「武田 光夫、「光周波数走査スペクトル干渉顕微鏡」、光技術コンタクト、２００３、Ｖｏｌ４１、Ｎｏ７、ｐ４２６−ｐ４３２」に記載されている。   Here, the detection of the interference light L4 and the generation of the image in the interference light detection means 40 and the image acquisition means 50 will be briefly described. Details are described in “Mitsuo Takeda,“ Optical Frequency Scanning Spectrum Interference Microscope ”, Optical Technology Contact, 2003, Vol41, No7, p426-p432”.

測定光Ｌ１が測定対象Ｓに照射されたとき、測定対象Ｓの各深さからの反射光Ｌ３と参照光Ｌ２とがいろいろな光路長差をもって干渉しあう際の各光路長差ｌに対する干渉縞の光強度をＳ（ｌ）とすると、干渉光検出手段４０において検出される光強度Ｉ（ｋ）は、
Ｉ（ｋ）＝∫０ ∞Ｓ（ｌ）［１＋ｃｏｓ（ｋｌ）］ｄｌ ・・・（１）
で表される。ここで、ｋは波数、ｌは光路長差である。式（１）は波数ｋ＝ω／ｃを変数とする光周波数領域のインターフェログラムとして与えられていると考えることができる。このため、画像取得手段５０において、干渉光検出手段４０が検出したスペクトル干渉縞をフーリエ変換による周波数解析を行い、Ｓ（ｌ）を決定することにより、測定対象Ｓの測定開始位置からの距離情報と反射強度情報とを取得し、断層画像を生成するようになっている。そして生成された断層画像は、表示装置６０において表示される。 When the measurement light L1 is irradiated onto the measurement object S, interference fringes with respect to each optical path length difference l when the reflected light L3 and the reference light L2 from each depth of the measurement object S interfere with each other with various optical path length differences. S (l) is the light intensity I (k) detected by the interference light detection means 40.
I (k) = ∫ 0 ∞ S (l) [1 + cos (kl)] dl (1)
It is represented by Here, k is the wave number, and l is the optical path length difference. Equation (1) can be considered to be given as an interferogram in the optical frequency domain with the wave number k = ω / c as a variable. For this reason, in the image acquisition means 50, the spectral interference fringes detected by the interference light detection means 40 are subjected to frequency analysis by Fourier transform, and S (l) is determined, whereby distance information from the measurement start position of the measurement target S is obtained. And the reflection intensity information are acquired, and a tomographic image is generated. The generated tomographic image is displayed on the display device 60.

次に、図１と図２を参照して光断層画像化装置１の動作例について説明する。まず、可動ステージ２３が矢印Ａ方向に移動することにより、測定可能範囲（測定深度）内に測定対象Ｓが位置するように光路長の調整が行われる。その後、光源ユニット１０から波長が一定の周期で掃引されたレーザ光Ｌが射出され、レーザ光Ｌは光分割手段３により測定光Ｌ１と参照光Ｌ２とに分割される。測定光Ｌ１はプローブ３０により体腔内に導波され測定対象Ｓに照射される。そして、測定対象Ｓからの反射光Ｌ３が反射ミラー２２において反射した参照光Ｌ２と合波され、反射光Ｌ３と参照光Ｌ２との干渉光Ｌ４が干渉光検出手段４０により検出される。この検出された干渉光Ｌ４の信号が画像取得手段５０において周波数解析されることにより断層画像が取得される。このように、ＳＳ−ＯＣＴ計測により断層画像を取得する光断層画像化装置１においては、干渉光Ｌ４の周波数および光強度に基づいて各深さ位置における画像情報を取得するようになっており、反射ミラー２２の矢印Ａ方向の移動は測定開始位置の調整に用いられる。   Next, an operation example of the optical tomographic imaging apparatus 1 will be described with reference to FIGS. 1 and 2. First, when the movable stage 23 moves in the direction of arrow A, the optical path length is adjusted so that the measurement target S is positioned within the measurable range (measurement depth). Thereafter, a laser beam L having a wavelength swept at a constant period is emitted from the light source unit 10, and the laser beam L is split by the beam splitting unit 3 into the measuring beam L 1 and the reference beam L 2. The measurement light L1 is guided into the body cavity by the probe 30 and irradiated to the measurement object S. Then, the reflected light L3 from the measuring object S is combined with the reference light L2 reflected by the reflecting mirror 22, and the interference light L4 between the reflected light L3 and the reference light L2 is detected by the interference light detection means 40. The detected signal of the interference light L4 is subjected to frequency analysis in the image acquisition means 50, whereby a tomographic image is acquired. Thus, in the optical tomographic imaging apparatus 1 that acquires a tomographic image by SS-OCT measurement, image information at each depth position is acquired based on the frequency and light intensity of the interference light L4. The movement of the reflection mirror 22 in the direction of arrow A is used to adjust the measurement start position.

ところで、上述したＳＳ−ＯＣＴ計測において、測定光Ｌ１と参照光Ｌ２光路長差が大きくなってしまうと空間周波数の拡大、サンプリング周期の関係等により画質が劣化してしまうおそれがある。このため、測定光と参照光との光路長が略一致するように光路長の調整を行う必要がある。ここで、測定可能範囲（測定深度）はレーザ光Ｌの波長変動幅ΔΛに反比例し、断層画像を取得する際の分解能は波長変動幅ΔΛが大きいほど高くなる（図２参照）。すなわち、高分解能な断層画像を取得する場合には測定可能範囲は狭いものとなる。したがって、高分解能な断層画像を取得するＳＳ−ＯＣＴ装置において、測定開始位置を調整するために断層画像を取得する際、測定可能範囲（測定深度）が狭く測定光と参照光の光路長差を測定範囲内に追い込むのに手間がかかってしまうという問題がある。   By the way, in the SS-OCT measurement described above, if the difference between the optical path lengths of the measurement light L1 and the reference light L2 becomes large, the image quality may be deteriorated due to the expansion of the spatial frequency, the relationship between the sampling periods, and the like. For this reason, it is necessary to adjust the optical path length so that the optical path lengths of the measurement light and the reference light substantially coincide. Here, the measurable range (measurement depth) is inversely proportional to the wavelength variation width ΔΛ of the laser light L, and the resolution when acquiring a tomographic image increases as the wavelength variation width ΔΛ increases (see FIG. 2). That is, when acquiring a high-resolution tomographic image, the measurable range is narrow. Therefore, in an SS-OCT apparatus that acquires a high-resolution tomographic image, when acquiring a tomographic image in order to adjust the measurement start position, the measurable range (measurement depth) is narrow, and the optical path length difference between the measurement light and the reference light is calculated. There is a problem that it takes time and effort to drive into the measurement range.

そこで、図１の光断層画像化装置１には、測定対象Ｓの深さ方向における測定開始位置を調整する測定開始位置調整モードと、測定対象Ｓの断層画像を取得する画像取得モードとを切り替える制御手段７０が設けられており、制御手段７０は、測定開始位置調整モード時の波長分解能が画像取得モード時の波長分解能よりも高くなるように、光源ユニット１０もしくは干渉光検出手段４０を制御する。   Therefore, the optical tomographic imaging apparatus 1 in FIG. 1 switches between a measurement start position adjustment mode for adjusting the measurement start position in the depth direction of the measurement target S and an image acquisition mode for acquiring a tomographic image of the measurement target S. A control means 70 is provided, and the control means 70 controls the light source unit 10 or the interference light detection means 40 so that the wavelength resolution in the measurement start position adjustment mode is higher than the wavelength resolution in the image acquisition mode. .

すなわち、測定開始位置調整モード時に干渉を検出する際の波長分解能を向上させる方法として、波長を掃引させたときの光の単位時間当たりの波長変動幅が、測定開始位置調整モードの場合には画像取得モード時よりも小さくなるように、光源ユニット１０を制御して波長分解能を高くする方法と、干渉光を検出する際のサンプリング周波数が画像取得モード時よりも測定開始位置調整モード時の方が高くなるように干渉光検出手段を制御して波長分解能を高くする方法とがある。以下詳細に説明する。   That is, as a method for improving the wavelength resolution when detecting interference in the measurement start position adjustment mode, the wavelength fluctuation width per unit time of the light when the wavelength is swept is an image in the measurement start position adjustment mode. A method of increasing the wavelength resolution by controlling the light source unit 10 so as to be smaller than that in the acquisition mode, and the sampling frequency for detecting the interference light in the measurement start position adjustment mode than in the image acquisition mode There is a method of increasing the wavelength resolution by controlling the interference light detection means so as to be higher. This will be described in detail below.

測定光Ｌ１の光路長ｌｓと参照光Ｌ２の光路長ｌｒとの光路長差をΔｌ（＝｜ｌｒ−ｌｓ｜）としたとき、図４に示すような干渉光検出手段４０により検出される干渉光Ｌ４の周期Γは、
Γ＝λ０ ２／Δｌ・τ／ΔΛ ・・・（２）
で表される。なお、λ０はスペクトルの中心波長、τは波長を掃引したときの変動周期、ΔΛは波長変動幅である（図２参照）。ここで、図３（Ａ）はサンプリング周波数５００／τのときのΔｌ＝１００μｍの波形、図３（Ｂ）はΔｌ＝５００μｍの波形、図３（Ｃ）はΔｌ＝１０００μｍの波形を示している。図３（Ａ）〜（Ｃ）および上記式（２）において、光路長差Δｌが大きくなるにつれて干渉光Ｌ４の周期Γが短くなっていく。 When the optical path length difference between the optical path length ls of the measuring light L1 and the optical path length lr of the reference light L2 is Δl (= | lr−ls |), the interference detected by the interference light detecting means 40 as shown in FIG. The period Γ of the light L4 is
Γ = λ 0 2 / Δl · τ / ΔΛ (2)
It is represented by Λ 0 is the center wavelength of the spectrum, τ is the fluctuation period when the wavelength is swept, and ΔΛ is the wavelength fluctuation width (see FIG. 2). Here, FIG. 3A shows a waveform of Δl = 100 μm at a sampling frequency of 500 / τ, FIG. 3B shows a waveform of Δl = 500 μm, and FIG. 3C shows a waveform of Δl = 1000 μm. . 3A to 3C and the above formula (2), the period Γ of the interference light L4 becomes shorter as the optical path length difference Δl becomes larger.

十分な解像度の信号を得るためには１周期につき４回以上サンプリングが必要となる。これを数式で表すと、
サンプリング間隔Δｔ＜干渉光のΓ／４ ・・・（３）
となる。式（３）を満たしていない場合、図３（Ｃ）のように干渉光Ｌ４の周期Γが干渉光検出手段４０の解像度を越えて、Ｓ／Ｎが劣化し画質の劣化を引き起こしてしまう。 In order to obtain a signal with sufficient resolution, it is necessary to sample four times or more per cycle. This can be expressed in mathematical formulas.
Sampling interval Δt <interfering light Γ / 4 (3)
It becomes. When the expression (3) is not satisfied, the period Γ of the interference light L4 exceeds the resolution of the interference light detection means 40 as shown in FIG. 3C, and the S / N is deteriorated to cause deterioration of the image quality.

最終的に測定可能な測定対象Ｓの深さΔｌｌｉｍは、式（２）、（３）より、
Δｌｌｉｍ＝１／４・（τ／ΔΛ）・λ０ ２・（１／Δｔ）・・（４）
となる。式（４）は、断層画像の測定可能な測定対象Ｓの深さΔｌｌｉｍ、すなわち測定可能範囲（測定深度）が、単位時間当たりの波長変動幅（ΔΛ／τ）の逆数に比例していること、また、サンプリング間隔Δｔの逆数、すなわちサンプリング周波数に比例していることがわかる。 The depth Δl lim of the measuring object S that can be finally measured is calculated from the equations (2) and (3).
Δl lim = ¼ · (τ / ΔΛ) · λ 0 2 · (1 / Δt) ·· (4)
It becomes. In Expression (4), the depth Δl lim of the measurement target S that can measure the tomographic image, that is, the measurable range (measurement depth) is proportional to the reciprocal of the wavelength fluctuation width (ΔΛ / τ) per unit time. It can also be seen that it is proportional to the reciprocal of the sampling interval Δt, that is, the sampling frequency.

画像取得モード時には、画質の良い断層画像を取得する必要がある。このためには、前述したように、波長変動幅ΔΛを大きくして測定分解能を高くすることが好ましい。また、所定の時間内で断層画像を取得する必要があり、波長掃引の周期τは小さいことが好ましい。さらにサンプリング周波数を大きくすると、サンプリング一回毎のサンプリング時間が少なくなり、干渉光検出手段４０により検出される干渉光の光量が少ない場合には、十分な検出光量を確保できず、断層画像のＳ／Ｎが劣化する虞がある。このため、サンプリング周波数をあまり大きくすることは好ましくない。これらの条件を考慮して、画像取得モード時の波長変動幅ΔΛ、波長掃引の周期τ、サンプリング周波数等が決められている。このため、通常、断層画像が取得できる測定可能範囲（測定深度）はあまり大きくはない。よって、たとえば測定可能範囲が数十μｍであって、プローブ３０から測定対象までの距離が数百μｍ離れている場合、断層画像を取得しても測定対象Ｓの位置を認識することができない。   In the image acquisition mode, it is necessary to acquire a tomographic image with good image quality. For this purpose, as described above, it is preferable to increase the measurement resolution by increasing the wavelength fluctuation range ΔΛ. Further, it is necessary to acquire a tomographic image within a predetermined time, and it is preferable that the wavelength sweeping period τ is small. When the sampling frequency is further increased, the sampling time for each sampling is reduced, and when the amount of interference light detected by the interference light detection means 40 is small, a sufficient amount of detected light cannot be secured, and the S of the tomographic image can be secured. / N may be deteriorated. For this reason, it is not preferable to increase the sampling frequency too much. Considering these conditions, the wavelength fluctuation width ΔΛ, the wavelength sweep period τ, the sampling frequency, etc. in the image acquisition mode are determined. For this reason, usually, the measurable range (measurement depth) from which a tomographic image can be acquired is not very large. Therefore, for example, when the measurable range is several tens of μm and the distance from the probe 30 to the measurement target is several hundred μm away, the position of the measurement target S cannot be recognized even if a tomographic image is acquired.

本実施の形態では、制御手段７０は、例えば、測定開始位置調整モードのときの回転多面鏡１６の回転速度を画像取得モードのときの回転多面鏡１６の回転速度の１／２にする。すると、波長掃引の周期τは２倍になり、図５に示すように、光源ユニット１０からは単位時間当たりの波長変動幅ΔΛ／τが１／２になったレーザ光Ｌが射出される。このように、単位時間当たりの波長変動幅ΔΛ／τを小さく（τ／ΔΛを大きく）すると、干渉光検出手段４０でのサンプリング毎の波長変動幅が小さくなる。すなわち、干渉光検出手段４０における見かけ上の波長分解能が高くなる。本実施例においては、式（４）に示す取得可能範囲Δｌｌｉｍが２倍となる。これにより、測定可能範囲（測定深度）が２倍になった断層画像を取得でき、測定対象Ｓが断層画像内に映し出しやすくなる。使用者はこの断層画像を観察しながら、測定開始位置の調整を迅速かつ簡便に行うことができる。 In the present embodiment, for example, the control unit 70 sets the rotation speed of the rotary polygon mirror 16 in the measurement start position adjustment mode to ½ of the rotation speed of the rotary polygon mirror 16 in the image acquisition mode. Then, the wavelength sweeping period τ is doubled, and as shown in FIG. 5, the light source unit 10 emits the laser light L with the wavelength variation width ΔΛ / τ per unit time halved. As described above, when the wavelength variation width ΔΛ / τ per unit time is decreased (τ / ΔΛ is increased), the wavelength variation width for each sampling in the interference light detection unit 40 is decreased. That is, the apparent wavelength resolution in the interference light detection means 40 is increased. In the present embodiment, the obtainable range Δl lim shown in Expression (4) is doubled. As a result, a tomographic image in which the measurable range (measurement depth) is doubled can be acquired, and the measurement object S can be easily projected in the tomographic image. The user can adjust the measurement start position quickly and easily while observing the tomographic image.

このように、波長を掃引させたときの光の単位時間当たりの波長変動幅が、測定開始位置調整モードの場合には画像取得モード時よりも小さくなるように、光源ユニット１０を制御して波長分解能を高くする場合、１枚の断層画像を取得するための取得時間は増加するが、測定開始位置調整を行う際のみであるため、通常の断層画像の取得動作には支障はない。   In this way, the light source unit 10 is controlled to control the wavelength so that the wavelength fluctuation width per unit time when the wavelength is swept is smaller in the measurement start position adjustment mode than in the image acquisition mode. When the resolution is increased, the acquisition time for acquiring one tomographic image increases. However, since only the measurement start position adjustment is performed, there is no problem in the normal operation for acquiring the tomographic image.

なお、例えば胃壁などの層構造を観察する場合のように、広い測定可能範囲（測定深度）が必要な場合にも、このように単位時間当たりの波長変動幅を小さくすることにより、測定可能範囲（測定深度）が大きい光断層画像を取得することができる。   In addition, even when a wide measurable range (measurement depth) is required, such as when observing a layer structure such as the stomach wall, the measurable range can be obtained by reducing the wavelength fluctuation width per unit time in this way. An optical tomographic image having a large (measurement depth) can be acquired.

あるいは、制御手段７０は測定開始位置調整モードのときに、画像取得モードよりもサンプリング間隔Δｔが小さくなるように、すなわちサンプリング周波数（１／Δｔ）が大きくなるように、干渉光検出手段４０を制御してもよい。干渉光検出手段４０のサンプリング周波数を高くすることにより、すなわち、干渉光検出手段４０における波長分解能を高くすることにより、測定可能範囲Δｌｌｉｍが大きくなり（式（４）参照）、測定可能範囲（測定深度）が大きくなった断層画像を取得できる。このため、測定対象Ｓが断層画像内に映し出しやすくなり、使用者はこの断層画像を観察しながら、測定開始位置の調整を迅速かつ簡便に行うことができる。なお、サンプリング周波数を高くしてしまうと、干渉光検出手段４０において十分な光量を得ることができず画質の劣化を引き起こす場合があるが、測定開始位置の調整作業においては、断層画像の画質は測定対象Ｓの存在がわかるものであればよく、高画質である必要はない。また、サンプリング周波数（１／Δｔ）を大きくする場合には、１枚の断層画像を取得するための取得時間が増加することはなく、迅速に測定開始位置の調整を行なうことができる。 Alternatively, the control unit 70 controls the interference light detection unit 40 so that the sampling interval Δt is smaller than that in the image acquisition mode, that is, the sampling frequency (1 / Δt) is larger in the measurement start position adjustment mode. May be. By increasing the sampling frequency of the interference light detection means 40, that is, by increasing the wavelength resolution in the interference light detection means 40, the measurable range Δl lim increases (see equation (4)), and the measurable range ( A tomographic image having a large measurement depth can be acquired. For this reason, the measurement object S is easily projected in the tomographic image, and the user can adjust the measurement start position quickly and easily while observing the tomographic image. If the sampling frequency is increased, the interference light detection unit 40 cannot obtain a sufficient amount of light and may cause deterioration in image quality. However, in the adjustment operation of the measurement start position, the image quality of the tomographic image is It is sufficient that the existence of the measuring object S is known, and it is not necessary to have high image quality. Further, when the sampling frequency (1 / Δt) is increased, the acquisition time for acquiring one tomographic image does not increase, and the measurement start position can be adjusted quickly.

なお、本発明の実施の形態は上記形態に限定されない。たとえば、図５において波長周期τを大きくする場合について例示しているが、波長変動幅ΔΛを小さくするようにしてもよい。このとき、光源ユニット１０は径の異なる２つの回転多面鏡を有しており、画像取得モード時には大きい径の回転多面鏡を用い、測定開始位置調整モード時には小さい回転多面鏡を用いるようにしてもよい。さらにこの２つの回転速度を上述のように各モードに応じて異なるようにしてもよい。   The embodiment of the present invention is not limited to the above embodiment. For example, although the case where the wavelength period τ is increased in FIG. 5 is illustrated, the wavelength variation width ΔΛ may be decreased. At this time, the light source unit 10 has two rotating polygon mirrors having different diameters, and a large rotating polygon mirror is used in the image acquisition mode and a small rotating polygon mirror is used in the measurement start position adjustment mode. Good. Further, the two rotational speeds may be different depending on each mode as described above.

また、図１において波長を掃引させながらレーザ光Ｌを射出する光源ユニット１０の一例として、回転多面鏡１６を用いた構成について例示しているが、公知の波長可変レーザ装置を用いることができる。このとき、制御手段７０は波長可変レーザ装置の駆動部に対し位置調整モードのときには画像取得モードよりもΔΛ／τが小さくなるように制御するようになる。   Further, in FIG. 1, as an example of the light source unit 10 that emits the laser light L while sweeping the wavelength, a configuration using the rotary polygon mirror 16 is illustrated, but a known wavelength tunable laser device can be used. At this time, the control means 70 controls the drive unit of the wavelength tunable laser device so that ΔΛ / τ is smaller than that in the image acquisition mode in the position adjustment mode.

さらに、上記実施の形態において、光源ユニット１０を制御する場合および干渉光検出手段４０を制御する場合について例示しているが、光源ユニット１０および干渉光検出手段４０の双方を制御するようにしても良い。つまり、光源ユニット１０における単位時間当たりの波長変動幅を小さくしながら、干渉光検出手段４０でのサンプリング周波数を高くする。   Furthermore, although the case where the light source unit 10 is controlled and the case where the interference light detection means 40 is controlled is illustrated in the above embodiment, both the light source unit 10 and the interference light detection means 40 may be controlled. good. That is, the sampling frequency in the interference light detection means 40 is increased while reducing the wavelength fluctuation width per unit time in the light source unit 10.

本発明の光断層画像化装置の好ましい実施の形態を示す模式図Schematic diagram showing a preferred embodiment of the optical tomographic imaging apparatus of the present invention 図１の光源ユニットが出力する画像取得モード時のレーザ光の波長変動の一例を示す図The figure which shows an example of the wavelength fluctuation of the laser beam at the time of the image acquisition mode which the light source unit of FIG. 1 outputs 図１の干渉光検出手段において検出される干渉光の一例を示す図The figure which shows an example of the interference light detected in the interference light detection means of FIG. 図１の干渉光検出手段において検出される干渉光の一例を示す図The figure which shows an example of the interference light detected in the interference light detection means of FIG. 図１の光源ユニットが出力する測定開始位置調整モード時のレーザ光の波長変動の一例を示す図The figure which shows an example of the wavelength fluctuation of the laser beam at the time of the measurement start position adjustment mode which the light source unit of FIG. 1 outputs

符号の説明Explanation of symbols

１ 光断層画像化装置
３ 光分割手段
４ 合波手段
１０ 光源ユニット
２０ 光路長調整手段
３０ プローブ
４０ 干渉光検出手段
５０ 画像取得手段
７０ 制御手段
Ｌ 光
ｌ 各光路長差
Ｌ１ 測定光
Ｌ２ 参照光
Ｌ３ 反射光
Ｌ４ 干渉光
Ｓ 測定対象
Δｌ 光路長差
ΔΛ 波長変動幅 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Optical tomographic imaging apparatus 3 Light splitting means 4 Combined means 10 Light source unit 20 Optical path length adjusting means 30 Probe 40 Interference light detection means 50 Image acquisition means 70 Control means L Light l Each optical path length difference L1 Measuring light L2 Reference light L3 Reflected light L4 Interference light S Measuring object Δl Optical path length difference ΔΛ Wavelength fluctuation range

Claims (5)

波長を一定の周期で掃引させながら光を射出する光源ユニットと、
該光源ユニットから射出された前記光を測定光と参照光とに分割する光分割手段と、
前記光分割手段により分割された前記測定光が測定対象に照射されたときの該測定対象からの反射光と前記参照光とを合波する合波手段と、
該合波手段により合波された前記反射光と前記参照光との干渉光を検出する干渉光検出手段と、
該干渉光検出手段により検出された前記干渉光を周波数解析することにより前記測定対象の断層情報を取得する断層情報取得手段とを有する光断層画像化装置において、
第1の波長分解能で前記干渉光を検出する第1検出モードと、前記第１の波長分解能よりも高い波長分解能である第２の波長分解能で前記干渉光を検出する第２検出モードとを切り替える検出モード制御手段を備えていることを特徴とする光断層画像化装置。 A light source unit that emits light while sweeping the wavelength at a constant period;
Light splitting means for splitting the light emitted from the light source unit into measurement light and reference light;
Multiplexing means for multiplexing the reflected light from the measurement object and the reference light when the measurement light divided by the light dividing means is irradiated to the measurement object;
Interference light detection means for detecting interference light between the reflected light and the reference light multiplexed by the multiplexing means;
In an optical tomographic imaging apparatus having tomographic information acquisition means for acquiring tomographic information of the measurement object by performing frequency analysis on the interference light detected by the interference light detection means,
Switching between a first detection mode for detecting the interference light with a first wavelength resolution and a second detection mode for detecting the interference light with a second wavelength resolution higher than the first wavelength resolution. An optical tomographic imaging apparatus comprising a detection mode control means. 前記光源ユニットが、波長を掃引させたときの単位時間当たりの波長変動幅が切り替え可能な光源であり、
前記検出モード制御手段が、波長を掃引させたときの単位時間当たりの波長変動幅が前記第１検出モード時よりも前記第２検出モード時の方が小さくなるように前記光源ユニットを制御するものであることを特徴とする請求項１記載の光断層画像化装置。 The light source unit is a light source capable of switching a wavelength fluctuation width per unit time when the wavelength is swept,
The detection mode control means controls the light source unit so that the wavelength fluctuation width per unit time when the wavelength is swept is smaller in the second detection mode than in the first detection mode. The optical tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein: 前記干渉光検出手段が、前記干渉光を所定のサンプリング周波数でサンプリングすることにより、前記干渉光を検出するものであり、
前記検出モード制御手段が、前記干渉光を検出する際の前記サンプリング周波数が前記第１検出モード時よりも前記第２検出モード時の方が高くなるように前記干渉光検出手段を制御するものであることを特徴とする請求項１または２記載の光断層画像化装置。 The interference light detection means detects the interference light by sampling the interference light at a predetermined sampling frequency;
The detection mode control means controls the interference light detection means so that the sampling frequency when detecting the interference light is higher in the second detection mode than in the first detection mode. The optical tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the optical tomographic imaging apparatus is provided. 前記第1検出モードが、前記測定対象の断層画像を取得する画像取得モードであり、前記第２検出モードが前記測定対象の深さ方向について断層画像信号を得る位置を調整する測定開始位置調整モードであることを特徴とする請求項１から３いずれか１項記載の光断層画像化装置。 The first detection mode is an image acquisition mode for acquiring a tomographic image of the measurement target, and the second detection mode is a measurement start position adjustment mode for adjusting a position at which a tomographic image signal is obtained in the depth direction of the measurement target. The optical tomographic imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein 前記測定光または前記参照光の光路長を調整する光路長調整手段を備えていることを特徴とする請求項１から４いずれか１項記載の光断層画像化装置。 5. The optical tomographic imaging apparatus according to claim 1, further comprising an optical path length adjusting unit configured to adjust an optical path length of the measurement light or the reference light.
JP2006255357A 2005-09-30 2006-09-21 Optical tomographic imaging system Active JP4907279B2 (en)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2006255357A JP4907279B2 (en) 2005-09-30 2006-09-21 Optical tomographic imaging system

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2005289119 2005-09-30
JP2005289119 2005-09-30
JP2006255357A JP4907279B2 (en) 2005-09-30 2006-09-21 Optical tomographic imaging system

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2007117723A true JP2007117723A (en) 2007-05-17
JP4907279B2 JP4907279B2 (en) 2012-03-28

Family

ID=38142174

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006255357A Active JP4907279B2 (en) 2005-09-30 2006-09-21 Optical tomographic imaging system

Country Status (1)

Country Link
JP (1) JP4907279B2 (en)

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008154939A (en) * 2006-12-26 2008-07-10 Topcon Corp Optical image measuring apparatus and program for controlling optical image measuring apparatus
JP2008154941A (en) * 2006-12-26 2008-07-10 Topcon Corp Optical image measuring apparatus and program for controlling optical image measuring apparatus
JP2009066014A (en) * 2007-09-10 2009-04-02 Terumo Corp Image diagnostic apparatus and information processing method
JP2009072291A (en) * 2007-09-19 2009-04-09 Fujifilm Corp Optical tomographic image obtaining method and optical tomography imaging system
JP2009072280A (en) * 2007-09-19 2009-04-09 Fujifilm Corp Optical tomography imaging system, contact area detecting method, and image processing method using the same
JP2009074854A (en) * 2007-09-19 2009-04-09 Fujifilm Corp Optical tomographic image acquisition method and optical tomography imaging device
JP2014215057A (en) * 2013-04-22 2014-11-17 日本電信電話株式会社 Data processor and resampling method
JP2014533837A (en) * 2011-12-21 2014-12-15 ウェイブライト ゲーエムベーハー Apparatus and method for swept source optical coherence tomography
JP2015513110A (en) * 2012-04-12 2015-04-30 アクサン・テクノロジーズ・インコーポレーテッドＡｘｓｕｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｉｎｃ． Multi-rate OCT swept light source with optimized K clock
CN104586344A (en) * 2014-12-20 2015-05-06 佛山市南海区欧谱曼迪科技有限责任公司 Multi-mode hysteroscope system and obtaining method thereof
JP2017225599A (en) * 2016-06-22 2017-12-28 株式会社トプコン Oct apparatus

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10332329A (en) * 1997-05-30 1998-12-18 Takeaki Yoshimura Optical frequency sweeping type tomoimage measuring method and its device
JPH1123796A (en) * 1997-07-09 1999-01-29 Nikon Corp Multilayer-film x-ray reflector
JP2003516531A (en) * 1999-12-09 2003-05-13 オーティーアイ オフサルミック テクノロジーズ インク Optical mapping device with variable depth resolution
WO2005080912A1 (en) * 2004-01-22 2005-09-01 Centre National De La Recherche Scientifique (Cnrs) Device and method for measuring the contrast of the fringes in a michelson interferometer and system for examination of the eye comprising such a device
JP2006101927A (en) * 2004-09-30 2006-04-20 Nidek Co Ltd Ophthalmologic equipment

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH10332329A (en) * 1997-05-30 1998-12-18 Takeaki Yoshimura Optical frequency sweeping type tomoimage measuring method and its device
JPH1123796A (en) * 1997-07-09 1999-01-29 Nikon Corp Multilayer-film x-ray reflector
JP2003516531A (en) * 1999-12-09 2003-05-13 オーティーアイ オフサルミック テクノロジーズ インク Optical mapping device with variable depth resolution
WO2005080912A1 (en) * 2004-01-22 2005-09-01 Centre National De La Recherche Scientifique (Cnrs) Device and method for measuring the contrast of the fringes in a michelson interferometer and system for examination of the eye comprising such a device
JP2006101927A (en) * 2004-09-30 2006-04-20 Nidek Co Ltd Ophthalmologic equipment

Cited By (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008154939A (en) * 2006-12-26 2008-07-10 Topcon Corp Optical image measuring apparatus and program for controlling optical image measuring apparatus
JP2008154941A (en) * 2006-12-26 2008-07-10 Topcon Corp Optical image measuring apparatus and program for controlling optical image measuring apparatus
JP2009066014A (en) * 2007-09-10 2009-04-02 Terumo Corp Image diagnostic apparatus and information processing method
JP2009072291A (en) * 2007-09-19 2009-04-09 Fujifilm Corp Optical tomographic image obtaining method and optical tomography imaging system
JP2009072280A (en) * 2007-09-19 2009-04-09 Fujifilm Corp Optical tomography imaging system, contact area detecting method, and image processing method using the same
JP2009074854A (en) * 2007-09-19 2009-04-09 Fujifilm Corp Optical tomographic image acquisition method and optical tomography imaging device
JP2014533837A (en) * 2011-12-21 2014-12-15 ウェイブライト ゲーエムベーハー Apparatus and method for swept source optical coherence tomography
JP2015513110A (en) * 2012-04-12 2015-04-30 アクサン・テクノロジーズ・インコーポレーテッドＡｘｓｕｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ，Ｉｎｃ． Multi-rate OCT swept light source with optimized K clock
EP2836787B1 (en) * 2012-04-12 2020-10-28 Axsun Technologies, Inc. Multi-speed oct swept source with optimized k-clock
JP2014215057A (en) * 2013-04-22 2014-11-17 日本電信電話株式会社 Data processor and resampling method
CN104586344A (en) * 2014-12-20 2015-05-06 佛山市南海区欧谱曼迪科技有限责任公司 Multi-mode hysteroscope system and obtaining method thereof
JP2017225599A (en) * 2016-06-22 2017-12-28 株式会社トプコン Oct apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
JP4907279B2 (en) 2012-03-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4907279B2 (en) Optical tomographic imaging system
JP4642681B2 (en) Optical tomographic imaging system
JP4895277B2 (en) Optical tomographic imaging system
US7375818B2 (en) Optical tomography system
JP4869895B2 (en) Optical tomographic imaging system
JP4869896B2 (en) Optical tomographic imaging system
JP4640813B2 (en) Optical probe and optical tomographic imaging apparatus
US7751056B2 (en) Optical coherence tomographic imaging apparatus
US7852484B2 (en) Light control unit, optical tomographic imaging method and apparatus
JP2007101263A (en) Optical tomographic imaging device
JP2007101262A (en) Optical tomographic imaging device
JP2007101249A (en) Optical tomographic imaging method and apparatus
JP2007101268A (en) Optical tomographic imaging device
JP2007275193A (en) Optical probe and optical tomographic imaging equipment
JP2009072280A (en) Optical tomography imaging system, contact area detecting method, and image processing method using the same
JP2007267927A (en) Optical tomographic imaging method and instrument
JP2007101267A (en) Optical tomographic imaging apparatus
JP2008089349A (en) Optical tomographic imaging system
JP2007101264A (en) Optical tomographic imaging device
JP2007101266A (en) Optical tomographic imaging device
JP2007101265A (en) Optical tomographic imaging device
JP2008128707A (en) Tomographic image processing method, device and program, and optical tomographic imaging system using it
JP2008256602A (en) Sectional image processing method, device, and program
JP2007273834A (en) Wavelength variable laser device and optical fault imaging device
JP5105558B2 (en) Optical probe and optical tomographic imaging apparatus

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20090217

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20110620

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110628

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20110829

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20120104

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20120111

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20150120

Year of fee payment: 3

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 4907279

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113

R360 Written notification for declining of transfer of rights

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R360

R360 Written notification for declining of transfer of rights

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R360

R371 Transfer withdrawn

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R371

S111 Request for change of ownership or part of ownership

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113

R350 Written notification of registration of transfer

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250